(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
画像化システムであって、
ａ）第１の放射線源／検出器測定ペアであって、
検査領域の周りを回転し、前記検査領域を通る第１の放射線を放射する第１のＸ線放射線源であって、画像化プロセス中に第１のエネルギースペクトルセットのうちの少なくとも２つの異なるエネルギースペクトルの間を選択的に交互に切り替える第１のエネルギースペクトルを有する第１の放射を放射する第１のＸ線放射線源と、
前記検査領域を通る第１の放射線を検出する第１のエネルギー分解検出器アレイであって、少なくとも２つの異なるエネルギーレンジを含む第１セットにわたって前記検出した第１の放射線をエネルギー分解して、エネルギー分解された第１の出力信号を生成する第１のエネルギー分解検出器アレイと、を有する第１の放射線源／検出器測定ペアと、
ｂ）第２の放射線源／検出器測定ペアであって、
検査領域の周りを回転し、前記検査領域を通る第２の放射線を放射する第２のＸ線放射線源であって、画像化プロセス中に第２のエネルギースペクトルセットのうちの少なくとも２つの異なるエネルギースペクトルの間を選択的に交互に切り替える第２のエネルギースペクトルを有する第２の放射を放射する第２のＸ線放射線源と、
前記検査領域を通る第２の放射線を検出する第２のエネルギー分解検出器アレイであって、第２のエネルギーレンジセットの少なくとも２つの異なるエネルギーレンジにわたって前記検出された第２の放射線をエネルギー分解して、エネルギー分解された第２の出力信号を生成する第２のエネルギー分解検出器アレイと、を有する第２の放射線源／検出器測定ペアと、
ｃ）画像化プロセス中に生成された前記エネルギー分解された第１と第２の出力信号のスペクトル再構成を行う再構成器と、を有し、
前記放射線源／検出器測定ペアは、異なる放射線源エネルギースペクトルセットと異なる検出器アレイエネルギーレンジセットとを有する、
画像化システム。
【請求項２】
前記エネルギー分解された第１と第２の出力信号は、前記放射線源の第１のエネルギースペクトルと前記検出器アレイの第１のエネルギーレンジとに依存する第１の信号と、前記放射線源の前記第１のエネルギースペクトルと前記検出器アレイの第２のエネルギーレンジとに依存する第２の信号と、前記放射線源の第２のエネルギースペクトルと前記検出器アレイの前記第１のエネルギーレンジとに依存する第３の信号と、前記放射線源の前記第２のエネルギースペクトルと前記検出器アレイの前記第２のエネルギーレンジとに依存する第４の信号とを含む、
請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記再構成器は、前記エネルギー分解された出力信号を異なるエネルギーに依存した減衰成分にスペクトル的に分解する、
請求項１または２に記載のシステム。
【請求項４】
前記エネルギーに依存した減衰成分は光電効果成分とコンプトン効果成分とを含む、
請求項３に記載のシステム。
【請求項５】
前記エネルギーに依存した減衰成分はＫエッジ成分を含む、
請求項３または４に記載のシステム。
【請求項６】
前記再構成器は、前記出力信号から生成した画像を、スペクトル吸収特性に基づいて、異なるタイプの材料にスペクトル的に分解する、
請求項１ないし５いずれか一項に記載のシステム。
【請求項７】
さらに少なくとも第３の放射線源／検出器測定ペアを含む、
請求項１ないし６いずれか一項に記載のシステム。
【請求項８】
前記第１及び／または第２のエネルギー分解検出器アレイは、
第１のエネルギーレンジ中のエネルギーを有する検出したフォトンにスペクトル的に敏感な第１のシンチレータレイヤであって、前記第１のシンチレータレイヤにより吸収される第１のフォトンの第１のエネルギーを示す第１の光信号を発生する、第１のシンチレータレイヤと、
異なる第２のエネルギーレンジ中のエネルギーを有する検出したフォトンにスペクトル的に敏感な第２のシンチレータレイヤであって、前記第２のシンチレータレイヤにより吸収される第２のフォトンの第２のエネルギーを示す第２の光信号を発生する、第２のシンチレータレイヤと、
前記第１の光信号を検出する第１の光検出器と、
前記第２の光信号を検出する第２の光検出器と、を含み、
前記第１と第２の光検出器は、前記放射された放射線のエネルギースペクトルと、前記対応するシンチレータレイヤのスペクトル感度とに基づいて、それぞれ第１と第２のエネルギー分解された信号を発生する、
請求項１ないし７いずれか一項に記載のシステム。
【請求項９】
画像化方法であって、
ａ）第１の放射線源／検出器測定ペアにおいて、
検査領域の周りを回転し、前記検査領域を通る第１の放射線を放射する第１のＸ線放射線源が、画像化プロセス中に第１のエネルギースペクトルセットのうちの少なくとも２つの異なるエネルギースペクトルの間を選択的に交互に切り替える第１のエネルギースペクトルを有する第１の放射を放射するステップと、
前記検査領域を通る第１の放射線を検出する第１のエネルギー分解検出器アレイが、少なくとも２つの異なるエネルギーレンジを含む第１セットにわたって前記検出した第１の放射線をエネルギー分解して、エネルギー分解された第１の出力信号を生成するステップと、
ｂ）第２の放射線源／検出器測定ペアにおいて、
検査領域の周りを回転し、前記検査領域を通る第２の放射線を放射する第２のＸ線放射線源が、画像化プロセス中に第２のエネルギースペクトルセットのうちの少なくとも２つの異なるエネルギースペクトルの間を選択的に交互に切り替える第２のエネルギースペクトルを有する第２の放射を放射するステップと、
前記検査領域を通る第２の放射線を検出する第２のエネルギー分解検出器アレイが、第２のエネルギーレンジセットの少なくとも２つの異なるエネルギーレンジにわたって前記検出された第２の放射線をエネルギー分解して、エネルギー分解された第２の出力信号を生成するステップと、
ｃ）再構成器が、画像化プロセス中に生成された前記エネルギー分解された第１と第２の出力信号のスペクトル再構成を行うステップと、を有し、
前記放射線源／検出器測定ペアは、異なる放射線源エネルギースペクトルセットと異なる検出器アレイエネルギーレンジセットとを有する、
画像化方法。
【請求項１０】
画像化プロセス中に第１のエネルギースペクトルセットのうちの少なくとも２つの異なるエネルギースペクトルの間を選択的に交互に切り替える第１のエネルギースペクトルを有する第１の放射を放射する第１のＸ線放射線源と、
画像化プロセス中に第２のエネルギースペクトルセットのうちの少なくとも２つの異なるエネルギースペクトルの間を選択的に交互に切り替える第２のエネルギースペクトルを有する第２の放射を放射する第２のＸ線放射線源と、
少なくとも２つの異なるエネルギーレンジを含む第１セットにわたって前記第１の放射線を検出し、エネルギー分解して、エネルギー分解された第１の出力信号を生成する第１のエネルギー分解検出器アレイと、
少なくとも２つの異なるエネルギーレンジの第２のセットにわたって前記第２の放射線を検出し、エネルギー分解して、エネルギー分解された第２の出力信号を生成する第２のエネルギー分解検出器アレイと、
ｃ）画像化プロセス中に生成された前記エネルギー分解された第１と第２の出力信号のスペクトル再構成を行う再構成器と、を有し、
前記第１と第２の放射線源は、互いにゼロでない角度だけオフセットされ、前記第２のエネルギーレンジセットは前記第１のエネルギーレンジセットと異なる、
画像化システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
以下の発明は、一般的に、スペクトル画像化に関し、スペクトルコンピュータ断層撮影（CT）に具体的なアプリケーションがある。
【背景技術】
【０００２】
従来のコンピュータ断層撮影（CT）スキャナは、回転可能ガントリーに取り付けられ、１つ以上の組み込み検出器に対向するＸ線管を含む。Ｘ線管は、そのＸ線管と１つ以上の検出器との間にある検査領域の周りを回転し、検査領域と、その検査領域に配置された被験者及び／または対象とを通る多色放射線を放射する。１つ以上の検出器は、検査領域を通る放射線を検出し、検査領域と、そこに配置された被験者及び／または対象とを示す信号または投影データを発生する。
【０００３】
投影データを用いて、その立体画像データを再構成する。立体画像データは、被験者及び／または対象の１つ以上の画像を生成するために用いられる。その結果得られる画像は画素を含み、その画素は、相対的な放射線濃度に対応するグレースケール値により表される。かかる情報は、スキャンされる被験者及び／または対象の減衰特性を反映し、一般的に、患者中の身体構造中の構造、生命のない対象内の物理的構造などの構造を示す。
【０００４】
また、検出した放射線は、被験者及び／または対象による放射線の吸収としてのスペクトル情報も含み、そこを通るフォトンのエネルギーに依存する。かかるスペクトル情報は、被験者及び／または対象の組織及び／または材料の元素または物質構成（例えば、原子番号）を示す情報などの追加的な情報を提供する。しかし、従来のCTでは、１つ以上の検出器により出力される信号は、エネルギースペクトルにわたって積分されたエネルギーフルエンスに比例するので、投影データはスペクトル特性を反映しない。
【０００５】
スペクトルCTでは、スペクトル特性はレバレッジされ、元素組成を示す情報などのさらなる情報を提供する。残念ながら、従来のスペクトルCT技術は複雑であり、及び／またはノイズに敏感である。これは、物質を識別する能力に影響する。このように、未解決のニーズがあり、他のスペクトル技術が求められている。
【０００６】
本出願の本態様は、上記の問題等を解決する、新しい改良されたスペクトルＣＴ技術を提供するものである。
【０００７】
一態様では、画像化システムは、検査領域の周りを回転し、検査領域を通る放射線を放射する放射線源を含む。放射線源は、画像化プロセス中に少なくとも２つの異なるエネルギースペクトルの間で選択的に交互にスイッチされる第１のエネルギースペクトルを有する放射線を放射する。システムは、検査領域を通る放射線を検出するエネルギー分解検出器アレイをさらに含む。エネルギー分解検出器アレイは、少なくとも２つの異なるエネルギーレンジにわたる検出した放射線を分解し、放射エネルギースペクトルとエネルギーレンジの両方の関数としてエネルギー分解した出力信号を生成する。システムは、エネルギー分解した出力信号のスペクトル再構成を行う再構成器をさらに有する。
【０００８】
他の態様では、方法は、少なくとも第１と第２の放射スペクトルを有する放射線を選択的かつ交互に発生する段階と、異なるスペクトル吸収特性を有する少なくとも２つの材料で、発生した放射線を検出し、フィルタする段階と、少なくとも２つのエネルギーレンジにわたりフィルタした放射線をエネルギー分解する段階と、エネルギー分解した放射線を再構成する段階とを有する。
【０００９】
他の態様では、画像化システムは、画像化プロセス中に少なくとも２つの異なるエネルギースペクトルの間で選択的に交互にスイッチされる第１のエネルギースペクトルを有する第１の放射線を放射する第１の放射線源と、前記画像化プロセス中に少なくとも２つの異なるエネルギースペクトルの間で選択的に交互にスイッチされる第２のエネルギースペクトルを有する第２の放射線を放射する第２の放射線源であって、前記第１と第２の放射線源はゼロでない角度だけ互いにオフセットしている、第２の放射線源と、を含む。画像化システムはさらに、少なくとも第１の２つの異なるエネルギーレンジのセットにわたって第１の放射線を検出して分解し、第１のエネルギースペクトルと第１のエネルギーレンジのセットとの両方の関数としてエネルギー分解した第１の出力信号を生成する第１のエネルギー分解検出器アレイと、少なくとも第２の２つの異なるエネルギーレンジのセットにわたって第２の放射線を検出して分解し、第２のエネルギースペクトルと第２のエネルギーレンジのセットとの両方の関数としてエネルギー分解した第２の出力信号を生成する第２のエネルギー分解検出器アレイと、を含む。画像化システムは、エネルギー分解した第１と第２の出力信号のスペクトル再構成を行う再構成器をさらに有する。
【００１０】
他の態様では、画像化システムは、フォトンを放射する第１の放射線源を含む。また、画像化システムは、画像化プロセスの放射線源の第１の放射線源電圧を選択的に交互にスイッチするように構成された第１の放射線源電圧決定器も含む。フォトンカウンティング検出器アレイは、画像化プロセス中に第１の放射線源により放射された第１のフォトンを検出し、検出した第１のフォトンのエネルギーを示す振幅を有する第１の信号を発生する。信号処理エレクトロニクスは、第１の信号に基づき検出した第１のフォトンのエネギーに対応する第１のエネルギーレンジを有する検出した第１のフォトンと関連する。
【００１１】
他の態様では、方法は、画像化プロセス中に放射される放射線の放射スペクトルを切り替える段階と、放射スペクトルの切り替えと連携してエネルギー閾値のセットを設定する段階と、放射される放射線を検出する段階と、エネルギー閾値のセットに基づき検出した放射線のエネルギーを特定する段階とを含む。
【００１２】
本発明は、様々なコンポーネントとその構成、及び様々なステップとその構成の形を取る。図面は好ましい実施形態を例示することのみを目的とし、本発明を限定するものと解してはならない。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】エネルギー分解検出器アレイを有する画像化システムの一例を示す図である。
【図２】エネルギー分解検出器の一例を示す図である。
【図３】エネルギー分解検出器の他の一例を示す図である。
【図４】デュアルチューブ画像化システムの一例を示す図である。
【図５】３チューブ画像化システムの一例を示す図である。
【図６】方法の一例を示す図である。
【図７】フォトンカウンティング検出器アレイを有する画像化システムの一例を示す図である。
【図８】エネルギー弁別比較器の一例を示す図である。
【図９】フォトンカウンティング検出器アレイと閾値設定器とを有する画像化システムの一例を示す図である。
【図１０】エネルギー弁別比較器のための閾値設定器の一例を示す図である。
【図１１】エネルギー弁別比較器のための閾値設定器の他の一例を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
図１を参照するに、コンピュータ断層撮影（CT）スキャナ１００は、一般的に、静止ガントリー部１０２と回転ガントリー部１０４とを含む。回転ガントリー部１０４は、ベアリング等を介して、静止ガントリー部１０２に回転可能にサポートされている。
【００１５】
Ｘ線管などの放射線源１０６は回転ガントリー部１０４によりサポートされ、縦軸すなわちＺ軸１１０に対して、検査領域１０８の周りを回転する。放射線源コリメータ１１４等は、放射線源１０６により放射される放射線をコリメートし、検査領域１０８を通る、一般的にコーン、ファン、ウェッジ等の形状の放射線ビームを発生する。
【００１６】
放射線源電圧決定器１１２は、選択的に（平均）放射電圧を決定する。一例では、放射線源電圧決定器１１２は、同じ被験者／対象の連続したスキャンの間の放射電圧をスイッチまたは変更する。あるいは、放射線源電圧決定器１１２は、例えば、ビューごとに、一ビュー内で、など同一のスキャン中に放射電圧をスイッチする。結果として、エネルギースペクトルが異なる放射線ビームを用いて被験者／対象をスキャンする。物質によるフォトンの吸収はフォトンエネルギーに依存するので、２つのスキャンからのデータを用いて、スキャンされる被験者／対象中の組織／材料の原子番号等の元素構成を示す情報を決定することができる。
【００１７】
限定的でない例として、放射線源電圧決定器１１２は、複数のスキャンの間に、複数のビューの間に、一ビュー内で、など約８０ｋＶと約１４０ｋＶの間で放射電圧をスイッチしてもよい。フィルタを用いて、放射電圧が高いときに、低エネルギーフォトンをフィルタしてもよい。これにより、システムのスペクトル感度が改善される。放射電圧の切り替えの結果として、放射線源１０６は、第１のエネルギースペクトルを有する第１の放射線ビームと、異なる第２のエネルギースペクトルを有する第２の放射線ビームとを発生する。もちろん、他の放射電圧を想定して、放射線源電圧決定器１１２は２つ以上の異なる放射電圧の間でスイッチしてもよい。
【００１８】
エネルギー分解検出器アレイ１１６は、放射線源１０６に対して、検査領域１０８に対向する角度アーク（angular  arc）内にあり、検査領域１０８を通る放射線を検出する。図示したエネルギー分解検出器アレイ１１６は、フォトダイオードなどの光検出器を有する光検出器アレイ１１８と、シンチレータアレイ１２０とを含む。シンチレータアレイ１２０は、光検出器アレイ１１８の感光側で、光検出器アレイ１１８に光学的に結合している。エネルギー分解検出器アレイ１１６は、シンチレータ１２０が入射放射線を受けるように、スキャナ１００に配置されている。一列のエネルギー分解検出器アレイ１１６のみを示したが、ｚ軸方向を行とし、横軸方向を列とする２次元エネルギー分解検出器アレイであってもよい。
【００１９】
図示したシンチレータアレイ１２０は、スペクトル感度が異なる２つ以上の領域１２２,１２４を含む。以下にもっと詳しく説明するように,スペクトル感度は、領域の（フォトンの入射方向の）厚み、及び／またはシンチレーション材料のタイプの関数であり、エネルギーレンジに対応してもよい。一般的に,放射線源に一番近いシンチレーション材料の厚みは、スペクトル性能を最適化するように決める。エネルギー吸収は深さに依存するからである。光検出器アレイ１１８中の光検出器のスペクトル感度は、シンチレーション領域１２２,１２４の放射スペクトルにマッチしている。一例として,光検出器アレイ１１８中の光検出器の一部はシンチレーション領域１２２により放射された光を検出し、光検出器アレイ１１８の他の光検出器はシンチレーション領域１２４により放射された光を検出する。一般的に,低エネルギーフォトンはシンチレーション領域１２２に吸収され、シンチレーション領域１２２を通るフォトンはシンチレーション領域１２４に吸収される。
【００２０】
エネルギー分解検出器アレイ１１６は、検出した放射線を示す信号または投影データを出力する。アレイ１１６はエネルギー敏感フォトンカウンティング検出器アレイまたはその他のエネルギー分解検出器アレイなどのデュアルレイヤ検出器アレイであってもよい。放射電圧は一スキャン中に変化し、エネルギー分解検出器アレイ１１６はフォトンエネルギーに敏感なので、エネルギー分解検出器アレイ１１６はエネルギー分解した投影データdnを生成する。ｎはｎ番目のエネルギーレンジエネルギー分解したデータを表す。一例として、一スキャン中に放射電圧が２つの異なる放射電圧の間でスイッチし、検出器アレイ１１６が２つの異なるスペクトル感度を有する２つの光検出器のセットを含む場合、結果として得られる投影データは、２つの放射電圧と２つの光検出器スペクトル感度との異なる組み合わせを表す、４つの独立なエネルギー分解した測定データを含む。
【００２１】
再構成器１２６は、検出器アレイから投影データを再構成し、検査領域１０８を示す立体画像データを生成する。上記の通り、再構成器１２６は、n個のエネルギーレンジで検出したエネルギーを示すエネルギー分解した検出器信号dnを受け取る。再構成器１２６は、１つ以上のスペクトル分解アルゴリズム１２８、及び／またはスペクトルデータを再構成する最大尤度（ＭＬ）再構成アルゴリズムなどの１つ以上のスペクトル再構成アルゴリズム１３０を用いる。これらは検出したスペクトル情報を考慮するものである。
【００２２】
一実施形態では,分解アルゴリズム１２８は、減衰スペクトルP（E）を有する光電効果と、減衰スペクトルC（E）を有するコンプトン効果との組み合わせとしてデータをモデル化するアルゴリズムを含む。これらの成分、すなわち各検出信号dn中の光電効果成分pとコンプトン効果成分cの密度・長さ積は、次式による非線形システムとしてモデル化できる。
【００２３】
【数１】
0005715052.tif 000002
ここで、T（E）は放射線源１０６の放射スペクトルであり、Dn（E）はｎ番目の測定のスペクトル感度である。
【００２４】
ここで、少なくとも２つの検出信号d１,d２が少なくとも２つのエネルギーレンジに対して利用可能であり、２つの未知数を有する少なくとも２つの数式のシステムが構成される。これは従来の数値的方法で解決できる。結果,pとc,を単独で、または組み合わせて用いて、従来の再構成方法を用いる所望成分の画像を再構成する。
【００２５】
Ｋエッジ検出の場合、関心材料（例えば,造影剤）のＫエッジの減衰スペクトルK（E）も考慮して、各検出信号dn中の、光電効果成分p,コンプトン効果成分c、及びＫエッジ成分kの密度・長さ積を、次式の通り、離散非線形システムとしてモデル化する。
【００２６】
【数２】
0005715052.tif 000003
この場合,３つの未知数を有する少なくとも３つの数式のシステムを構成するには、少なくとも３つの検出信号d１,d２,d３を必要とする。結果,pとcとｋとを単独で、または組み合わせて用いて、従来の再構成方法を用いて、所望成分の画像を再構成できる。
【００２７】
数式１と２の両方を用いて、例えば,レンジ数を増加して、入力信号のエネルギー解像度を改善することにより、一般的に感度とノイズロバストネスとを改善できる。上記の実施例では、２つの放射電圧の間の切り替えと、２つの異なるエネルギーレンジの放射線検出とを含み、４つのスペクトル測定の４つの検出信号d１,d２,d３,d４が利用できる。そのため、ノイズ特性が改善され、材料間の識別が容易になる。
【００２８】
他の一実施形態では,分解アルゴリズムは、エネルギー分解したデータdnを個々の画像に再構成する段階と、画像ベースの分析方法を用いて、意味のある医療情報を取得する段階とを含む。１つの限定的でないアプローチは、Ｎ次元のクラスタ分析を実行して、画像を、軟組織、カルシウム、ヨウ素などの材料の成分に分解する。ここで、Ｎは各ジオメトリック光線に対して実行される異なるスペクトル測定の数である。
【００２９】
スキャナ１００は、人または対象を検査領域１０８内にサポートするカウチまたは患者サポート１３２をさらに含む。サポート１３２は可動式であり、オペレータまたはシステムに、スキャンの前、中、及び／または後に、検査領域１０８内に被験者を好適に配置させる。オペレータコンソール１３４などの計算システムは、スキャナ１００とのユーザインターラクションを支援する。オペレータコンソール１３４により実行されるソフトウェアアプリケーションにより、ユーザは、スキャナ１００の動作を設定及び／または制御できる。例えば,ユーザは、オペレータコンソール１３４とインターラクトして、放射電圧切り替え,エネルギー分解した検出,及び／またはスペクトル再構成を含むプロトコルを選択する。
【００３０】
放射電圧切り替えとエネルギー分解検出器アレイ１１６の組み合わせにより、従来のCTのように密度情報を取得できるだけでなく、元素または材料組成、代謝、及び／またはその他の情報を決定することができる。例えば、心臓の診察には造影剤を用いるだろう。従来の投影再構成を用いると、造影剤を冠状動脈プラークと区別することは困難である。しかし,スペクトル情報を取得することにより、造影剤と冠状動脈プラークを、放射線濃度特性が同じであっても、それらの元素組成に基づき区別することができる。また,システムは、放射スペクトルと検出器スペクトル感度とを両方考慮して、結果を改善できる。
【００３１】
図２は、好適なエネルギー分解検出器アレイ１１６の一例を示す図である。この実施例では、第１の領域１２２は、第１の厚みT１を有する第１のシンチレーション材料の第１のレイヤであり、第２の領域１２４は、第２の厚みT２を有する第２のシンチレーション材料の第２のレイヤである。第１と第２のシンチレータレイヤ１２２,１２４は、ダブルデッカー構成で結合され、第１のレイヤ１２２はシンチレータ１２０の第１の側２０２にあり、第２のレイヤはシンチレータ１２０の第２の側２０４にある。
【００３２】
光検出器アレイ１１８は、第２の側２０４に結合され、基板２１０上にある、光検出器１１８の受光側に面したフォトダイオード２０６,２０８を有する。光検出器１１８の受光側は、シンチレータ１２０の第２の側２０４に隣接した側である。このように、第２のレイヤ１２４は、第１のレイヤ１２２と光検出器１１８との間に配置され、挟まれている。検出器アレイ１１６は、第１の側２０２が入射するフォトンに面するように配置される。
【００３３】
上で簡単に説明したように、エネルギー吸収は、第１と第２のレイヤ１２２,１２４を構成するのに用いる材料とその厚みに依存する。この実施例では、第１のレイヤ１２２の厚みT１は、第２のレイヤ１２４の厚みT２と比較して薄い。他の実施形態では、厚みは実質的に等しいか、厚みT２は厚みT１と比較して薄い。レイヤT１とT２の厚みは、所望のスペクトル感度により選択される。一般的に,材料が同じであれば、厚いレイヤは薄いレイヤと比較してエネルギーが高いフォトンを吸収する。
【００３４】
シンチレーション材料は、所望のスペクトルにより選択してもよい。この実施形態では、第１と第２のシンチレーション材料は、約５０キロ電子ボルト（ｋｅＶ）にＫエッジを有する酸化硫黄ガドリニウム（gadolinium  oxy  sulfide  （“GOS”））を含む。他の実施形態では,セレン化亜鉛（ZnSe）、タングステン酸塩カドミウム（CdWO４）、その他のシンチレーション材料などのシンチレーション特性を有する他の材料を用いてもよい。さらに、第１と第２のシンチレーション材料は、異なる材料を含み、異なるスペクトル感度を有していてもよい。
【００３５】
上で簡単に説明したように,フォトダイオード２０６,２０８は、対応するシンチレーションレイヤ１２２,１２４のスペクトル感度にマッチする放射スペクトルを有する。例えば,フォトダイオード２０６は、第１のシンチレーションレイヤ１２２のスペクトル感度または放射波形にマッチするスペクトル感度を有し、フォトダイオード２０８は、第２のシンチレーションレイヤ１２４のスペクトル感度または放射波形にマッチするスペクトル感度を有する。結果として,第１のシンチレーションレイヤ１２２により放射された光のみが、第１のフォトダイオード２０６により吸収され、第２のシンチレーションレイヤ１２４により放射された光のみが、第２のフォトダイオード２０８により吸収される。
【００３６】
検査領域１０８を通るフォトンは、第１のシンチレーションレイヤ１２２にぶつかる。第１のシンチレーションレイヤ１２２は、検査領域を通ってきた、最も柔らかい、すなわち最低エネルギーのフォトンを、第１の波長の、すなわちエネルギーの光に変換される。第１のシンチレーションレイヤ１２２を通るフォトンは、第２のシンチレーションレイヤ１２４にぶつかる。第２のシンチレーションレイヤ１２４は、検査領域１０８を通ってきた、最も硬い、すなわちエネルギーが高いフォトンを、波長が短い、エネルギーが高い光に変換する。限定的でない実施例として、第１のシンチレーションレイヤ１２２の厚みT１及び／または材料は、第１のレイヤ１２２が、５０keV以下の実質的にすべてのフォトンを光に変換し、９０keV以上の実質的にすべてのフォトンを第２のシンチレーションレイヤ１２４に通過させるようになっている。第２のシンチレーションレイヤ１２４は、９０keVまでの実質的にすべてのフォトンを光に変換するような厚みT２及び／または材料を有している。フォトダイオード２０６と２０８は、それぞれ、第１と第２のレイヤ１２２と１２４により発生された光を検出する。
【００３７】
図３は、代替的なエネルギー分解検出器アレイ１１６を示す。光検出器アレイ１１８は、フォトンが入射するのと垂直な方向にシンチレータ１２０の側に結合している。本実施形態では、第１と第２のレイヤ１２２と１２４の表面に、光をフォトダイオード２０６と２０８に向ける光反射コーティング３０２が含まれている。他の検出器構成であってもよい。例えば,２００６年４月１０日に出願された国際出願第PCT/IB２００６/０５１０９１号（国際公開第WO２００６１１４７１６A２号、発明の名称「スペクトルＣＴ用ダブルデッカー検出器」）に記載された検出器がある。上記文献はここに参照援用する。
【００３８】
図４と５は、それぞれ、デュアルチューブシステムと３チューブシステムとを用いた代替的な実施形態を示す。もちろん,３チューブより多い実施形態であってもよい。
【００３９】
最初に図４を参照して,デュアルチューブシステム４００は、第１の放射線源T１と、対応する、第１と第２のシンチレータレイヤ４０２と４０４を有する第１の検出器アレイD１と、第２の放射線源T２と、対応する、第１と第２のシンチレータレイヤ４０６と４０８を有する第２の検出器アレイD２とを含む。この実施例では、放射線源T１とT２は、約９０°だけ互いにオフセットしている。他の実施例では、放射線源T１とT２は、９０°より大きく、または小さく、互いにオフセットしていてもよい。シンチレータレイヤ４０２,４０４,４０６及び４０８の厚みは異なる点に留意せよ。ここで説明したように、シンチレータレイヤ４０２,４０４,４０６及び４０８の厚みは、所望のスペクトル感度に応じて設定し、例えば,管電圧に依存する。光検出器アレイ１１８は説明の明確化のため省略した。
【００４０】
図５において、システム５００は、第１の放射線源T１と、第１と第２のシンチレータレイヤ５０２、５０４を有する対応する第１の検出器アレイD１と、第２の放射線源T２と、第１と第２のシンチレータレイヤ５０６、５０８を有する対応する第２の検出器アレイD２と、第３の放射線源T３と、第１と第２のシンチレータレイヤ５１０、５１２を有する対応する第３の検出器アレイD３とを含む。この実施例では、放射線源T１、T２、及びＴ３は、約１２０°だけ互いにオフセットしている。他の実施例では、放射線源T１−T３は、１２０°より大きく、または小さく、互いにオフセットしていてもよい。同様に、シンチレータレイヤ５０２,５０４,５０６、５０８、５１０及び５１２の厚みは、異なり、所望のスペクトル感度に応じて設定し、例えば,管電圧に依存する。また、光検出器アレイ１１８は説明の明確化のため省略した。
【００４１】
各システム４００と５００において、それぞれのシステムで、すべての放射線源に対して、kV切り替えを共通に用いてもよいし、または各放射線源に対して独立に用いてもよい。このように、システム４００は、各放射線源／検出器アレイペアに対して４つずつ、８つの独立なエネルギー分解した測定をし、システム５００は、各放射線源／検出器アレイペアに対して４つずつ、１２通りの独立なエネルギー分解した測定をしてもよい。
【００４２】
一例では,かかるシステム４００と５００は、異なる放射線源からのスペクトル特性が異なる同じ光線の捕捉をできる。さらに、システム４００と５００は、いろいろな管に対して独立に管電流を設定して、「高エネルギー」捕捉と「低エネルギー捕捉」との間で、選択的な線量分布が可能である。さらに、（ｋＶ切り替えと並行の）フィルタ切り替えに関する困難性が緩和される。
【００４３】
上記の実施例をレイヤが２つの場合について説明したが、これは説明のためであって、レイヤは１つでも、３つ以上でもよいことは言うまでもない。例えば,３つの異なるフィルタ材料,kVp切り替えを有するデュアルチューブシステム,３チューブシステム,及び／またはその他の構成で、１レイヤを用いることができる。
【００４４】
図６は方法６００を示す。ステップ６０２において、放射線を発生する。これは、少なくとも第１と第２の放射スペクトルを選択的に代替的に有する上記の通り、この放射線は、検査領域を通り、シンチレータ１２０と光検出器アレイ１１８とを有するエネルギー分解検出器アレイ１１６にぶつかる。ステップ６０４において、検出器アレイ１１６は、各エネルギースペクトルを有する放射線を交互に検出する。ステップ６０６において、検出器アレイ１１６のシンチレータ１２０は、スペクトル吸収特性が異なる少なくとも２つの材料で、発生した放射線をフィルタし、検出した放射線のエネルギーを示す光信号を発生する。
【００４５】
ステップ６０８において、検出器アレイ１１６の少なくとも２つの光検出器２０６,２０８は、それぞれ２つの材料のうち異なるものとマッチするスペクトル感度を有するが、光信号を受け取り、放射スペクトルと材料スペクトル特性とに基づき、エネルギー分解した出力信号を生成する。放射線ビームが２つの放射スペクトルの間で切り替わり、フィルタがエネルギー吸収特性が異なる２つの材料を含む場合、エネルギー分解した出力信号は４つの独立なエネルギー分解した信号を含む。ステップ６１０において、エネルギー分解した出力信号は、スペクトル再構成アルゴリズムを用いて再構成される。
【００４６】
ここで説明したシステムと方法を利用できるアプリケーションの例としては、手荷物検査、医療、動物画像化、心臓スキャン、材料検査、非破壊画像化、マシンビジョン、材料科学などがあるが、これらに限定はされない。また、単一のＣＴガントリー上の複数の管（と複数の検出器）を用いるＸ線ＣＴシステムに利用できる。他のアプリケーションには、高いスペクトル性能により組織の弁別ができ、電流積分検出器に基づきＣＴシステムにおいてＫエッジ画像化を実施できる、アプリケーションがある。
【００４７】
図７は、システム１００の他の実施形態を示す。本実施形態では、検出器アレイ１１６はフォトンカウンティング検出器アレイである。
【００４８】
説明のように、放射線源１０６は、検査領域１０８を通る放射線を放射し、放射線源電圧決定器１１２は、コンソール１３４からのスキャン情報に基づき、一スキャン（例えば,一ビュー内、ビュー間など）,スキャン間などの手順の間に放射線源電圧を切り替えることにより、放射線源１０６が放射した放射線の放射スペクトルを選択的に決定する。
【００４９】
検出器アレイ１１６は、検査領域１０８を通るフォトンを検出する。この実施例では、検出器アレイ１１６は、検出したフォトンのエネルギーを示すピーク振幅を有する、電流または電圧などの信号を発生する。信号処理エレクトロニクスは、検出したフォトンを特定し、その検出したフォトンのエネルギーに対応するエネルギーレンジと関連させる。
【００５０】
信号処理エレクトロニクスは、信号を処理するパルス成形器７０２を含み、検出したフォトンのエネルギーを示す電圧その他のパルスなどのパルスを発生する。言うまでもなく、信号は、増幅及び／または処理されてから、パルス成型器７０２で処理される。
【００５１】
エネルギー弁別器７０４は、パルスをエネルギー弁別する。図示した実施形態では、エネルギー弁別器７０４は、パルスの振幅を、異なる関心エネルギーに対応する２つ以上の異なるエネルギー閾値と比較する比較器７０６を含む。比較器７０６は、その比較に基づき、フォトンのエネルギーを示す出力信号を生成する。
【００５２】
簡単に図８を参照して、比較器７０６の実施例を説明する。この実施例では、比較器７０６はＮ個の副比較器７０６１，・・・、７０６Ｎを含む。Ｎは整数である。各副比較器７０６１，・・・、７０６Ｎは、第１の入力を含み、パルス成型器７０２の出力を受け取る。各副比較器７０６１，・・・、７０６Ｎは、第２の入力も含み、閾値ＴＨ１，・・・、ＴＨＮを受け取る。
【００５３】
この実施例では、各放射スペクトルに対して同じ閾値セットを利用できる、静的な閾値セットを用いる。一例では,同じ閾値を用いて、異なる放射スペクトルのフォトンエネルギーを弁別する。他の一例では,異なる放射スペクトルには、閾値の異なるサブセットを用いることができる。
【００５４】
各副比較器７０６１,…,７０６Nは、入来パルスの振幅が対応する閾値を超えるかどうかを示す出力を生成する。例えば,副比較器７０６Jの出力は、入来パルスのピーク振幅と閾値THJとの比較に基づき、ハイとロー、０と１などの状態の間を遷移する。コンソール１３４は、再構成のために、放射スペクトルを、副比較器７０６１,…,７０６Nの出力と関連付けるのに用いられる情報を提供する。
【００５５】
図７に戻り、カウンタ７０８は、エネルギー弁別器７０４の出力に基づき、各閾値のカウント値をインクリメントする。例えば,ある閾値に対する比較器７０６の出力が、パルスの振幅が対応する閾値を超えることを示すとき,その閾値のカウント値をインクリメントする。
【００５６】
ビナー（binner）７１０は、信号をエネルギービン分けし、カウントに基づき、フォトンを２つ以上のエネルギービンに割り振る。エネルギービンは、エネルギーレンジまたはウィンドウを包含する。例えば,ビンは、２つの閾値の間のエネルギーレンジに対して定義され、低い方の閾値のカウントとなり、高い方の閾値のカウントとはならないフォトンをそのビンに割り当てる。
【００５７】
再構成器１２６は、信号のスペクトル特性に基づき、検出器１１６により生成された信号を選択的に再構成する。
【００５８】
図９では、システム１００は閾値設定器９０２も含む。これは、比較器７０６の好適な閾値のセットの設定を支援する。放射線源電圧決定器１１２が放射線源電圧を設定し、それと同期して、または調和して、各放射線源電圧に対して、好適な閾値のセットが利用できるように、閾値設定器９０２が、対応する閾値のセットの設定を支援する。図示した実施例では、コンソール１３４は、放射線源電圧決定器１１２と弁別器７０４とに、放射線源電圧と閾値切り替えトリガー信号を送る。
【００５９】
他の一例では,放射線源電圧決定器１１２は、放射線源電圧をスイッチする時、閾値切り替えトリガー信号を、弁別器７０４に送る。さらに別の一実施例では、他のコンポーネントが閾値切り替えトリガー信号を弁別器７０４に送る。さらに他の例では、放射線源電圧決定器１１２及び／または閾値設定器９０２は、タイミングアルゴリズム,放射線源１０６角度位置などに基づいて、放射線源電圧及び／または閾値をそれぞれ切り替える。
【００６０】
図１０は閾値設定器９０２の例を示す。この実施例では、閾値設定器９０２は、Ｎこの閾値バンク１００２,…,１００４を含む。各閾値バンクは、対応する放射線源電圧に基づく閾値のセットを含む。閾値設定器９０２のスイッチ１００６は、コンソール１３４から切り替え信号を受け取り、その信号に基づいて閾値を設定する。言うまでもなく、閾値の１つ以上のセットを、異なる放射線源電圧に用いることができる。また、言うまでもなく、閾値のセットの１つを、異なる放射線源電圧に用いることもできる。
【００６１】
図１１は閾値設定器９０２の他の例を示す。この実施例では、閾値設定器９０２は、動作中に閾値を動的に生成する。これには、アルゴリズム,ルックアップテーブル、放射線源電圧に基づいて閾値のセットを生成するその他の技術の使用が含まれる。また、これは、閾値を決定して設定する、ユーザが規定した事前にプログラムされた命令の使用が含まれる。
【００６２】
言うまでもなく、図７と９に示した単一放射線源の実施形態は、図４と５に示した複数放射線源の実施形態と同様に、しかし限定的ではなく、Ｍ個の放射線源（Ｍは整数）のように、２つ以上の放射線源（及び、１つ以上の対応する放射線源電圧決定器１１２）を含んでいてもよい。
【００６３】
かかる例では、各放射線源１０６は、対応するフォトンカウンティング検出器アレイ１１６と、パルス成形器７０２を含む対応する信号処理エレクトロニクスと、弁別器７０４と、図８,１０及び１１に示した比較器構成のうちの１つ、及び／またはその他の比較器構成を含む比較器７０６とを有する。各信号処理エレクトロニクスは、対応するカウンタ７０８と、ビナー（binner）７１０とを含。または、共有カウンタ７０８及び／またはビナー７１０を、複数の放射線源の２つ以上と共に用いてもよい。
【００６４】
このように、放射線源電圧と比較器閾値を上記の通り制御できる。例えば,少なくとも２つの放射線源１０６と対応する検出器アレイ１１６の放射線源電圧と比較器閾値を、互いに独立に、同期して設定してもよい。
【００６５】
閾値の数の決定はいろいろあり、予め決定していてもよいし、検出器アレイ１１６の検出器エネルギー解像度に応じて設定してもよいし、その他の決め方でもよい。２番目の場合、検出器アレイ１１６の１つ以上の検出器要素の解像度を、経験的に、理論的に、及び／またはその他の方法で決定してもよい。この情報から、閾値の適切な数を決定できる。
【００６６】
一例として,１０keV乃至１００keVのスペクトルレンジと、検出器アレイ１１６の２０keVのエネルギー解像度と、閾値の設定可能数とに対して、好適な閾値数は４、またはtruncation[（１００-１０）/２０]である。この閾値数は検出器アレイのエネルギー解像度を考慮している。もちろん閾値数は多くても少なくてもよい。
【００６７】
閾値はいろいろな方法で決定できる。例えば、各放射スペクトルに対して単一の閾値のセットを用いる場合、最も高いｋＶｐ設定よりも高い閾値がないように、その閾値のセットを設定してもよい。例えば,放射線源を８０と１２０kVpの間で切り替えるとき、最も高い閾値を８０keV以下に設定してもよい。このように閾値を設定すると、８０ｋｅＶより高い閾値と比較して効率が高くなる。かかる閾値は８０ｋＶｐの低い放射線源電圧より高いからである。しかし,閾値は上記に限定されず、８０乃至１２０kVp等で切り替える場合、閾値を８０keVより高く設定できる。上記の通り、１つ以上の閾値を非アクティブ化することもできる。
【００６８】
他の一例では,１つ以上の閾値を、スキャンする対象または被験者に処方する造影剤中の造影物質のＫエッジによって設定してもよい。造影剤が２つ以上のかかる材料を含む場合、２つ以上の材料のＫエッジに応じて２つ以上の閾値を設定できる。一例では,Ｋエッジに基づく閾値の設定には、Ｋエッジエネルギーかその直下の閾値の設定が含まれる。例えば,造影剤がガドリニウム（Ｋエッジは約５０keV）を含む場合,閾値を５０keVか、そのすぐ下に設定できる。もちろん,造影剤中の他のＫエッジ材料に対応する閾値を用いることもできる。
【００６９】
本発明を好ましい実施形態を参照して説明した。前述の詳細な説明を読んで理解すれば、修正と変更に想到することができる。本発明は、添付した請求項とその均等の範囲内に入るこのような修正及び変更はすべて含むものと解釈しなければならない。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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